(57)【要約】【課題】電気的に浮遊した測定対象物に電流を供給する際の交流定電流源の電圧振幅を抑制し、電源の低電圧化が可能な交流定電流源及び生体電気インピーダンス測定装置を提供すること。【解決手段】本発明の一態様である交流定電流源は、交流定電圧源１１、演算増幅器１２及び分圧回路１３を有する。交流定電圧源１１は、出力が電流供給用電極Ｅ１と接続される。演算増幅器１２は、反転入力が電流供給用電極Ｅ１と接続され、出力が電流供給用電極Ｅ２と接続される。分圧回路１３は、交流定電圧源１１からの出力電圧Ｖ１０を分圧した電圧を、演算増幅器１２の非反転入力に出力する。【選択図】図１
2013128689.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
反転入力が電気的に浮遊した測定対象物に接触する第１の電極と接続され、出力が前記測定対象物に接触する第２の電極と接続される演算増幅器と、
出力が前記第１の電極と接続される交流定電圧源と、
前記交流定電圧源からの出力電圧を分圧した電圧を、前記演算増幅器の非反転入力に出力する分圧回路と、を備える、
交流定電流源。
【請求項２】
前記測定対象物は生体であり、
前記第１の電極と前記第２の電極との間の前記生体に電流を流すことを特徴とする、
請求項１に記載の交流定電流源。
【請求項３】
前記生体は人体であることを特徴とする、
請求項２に記載の交流定電流源。
【請求項４】
前記交流定電圧源は、第１の電圧を出力する第１の電源と、前記第１の電圧よりも低い第２の電圧を出力する第２の電源と、の間に接続されることにより電源供給を受け、
前記演算増幅器は、前記第１の電源と前記第２の電源との間に接続されることにより電源供給を受け、
前記分圧回路は、前記交流定電圧源からの前記出力電圧と、前記第１の電圧と前記第２の電圧との間の電圧を出力する第３の電源と、の間の電圧を分圧することを特徴とする、
請求項１乃至３のいずれか一項に記載の交流定電流源。
【請求項５】
前記交流定電圧源には、前記第３の電圧が基準電圧として供給され、
前記交流定電圧源は、前記基準電圧を基準として上下に変動する交流電圧を前記出力電圧として出力することを特徴とする、
請求項４に記載の交流定電流源。
【請求項６】
前記第１の電圧は、正の電圧であり、
前記第２の電圧は、負の電圧であり、
前記第３の電圧は、接地電圧であることを特徴とする、
請求項４又は５に記載の交流定電流源。
【請求項７】
前記第１及び第３の電圧は、正の電圧であり、
前記第２の電圧は接地電圧であることを特徴とする、
請求項４又は５に記載の交流定電流源。
【請求項８】
前記分圧回路は、
一端が前記交流定電圧源の前記出力と接続され、他端が前記演算増幅器の前記非反転入力と接続される第１の抵抗と、
一端が前記第３の電源と接続され、他端が前記演算増幅器の前記非反転入力と接続される第２の抵抗と、を有することを特徴とする、
請求項１乃至７のいずれか一項に記載の交流定電流源。
【請求項９】
前記第２の抵抗は、前記第１の抵抗よりも抵抗値が大きいことを特徴とする、
請求項８に記載の交流定電流源。
【請求項１０】
前記演算増幅器の前記反転入力と前記交流定電圧源の前記出力との間に接続される第３の抵抗を有することを特徴とする、
請求項１乃至９のいずれか一項に記載の交流定電流源。
【請求項１１】
電気的に浮遊した生体に接触する第１乃至第４の電極と、
前記第１の電極と前記第２の電極との間の前記生体に電流を流す交流定電流源と、
前記第３の電極と前記第４の電極との間の前記生体の電圧を測定する交流電圧計と、
前記電流及び測定した前記電圧から、前記生体のインピーダンスを算出するインピーダンス算出部と、を備え、
前記交流定電流源は、
反転入力が前記第１の電極と接続され、出力が前記第２の電極と接続される演算増幅器と、
出力が前記第１の電極と接続される交流定電圧源と、
前記交流定電圧源からの出力電圧を分圧した電圧を、前記演算増幅器の非反転入力に出力する分圧回路と、を備える、
生体電気インピーダンス測定装置。
【請求項１２】
前記生体は人体であることを特徴とする、
請求項１１に記載の生体電気インピーダンス測定装置。
【請求項１３】
前記交流定電圧源は、第１の電圧を出力する第１の電源と、前記第１の電圧よりも低い第２の電圧を出力する第２の電源と、の間に接続されることにより電源供給を受け、
前記演算増幅器は、前記第１の電源と前記第２の電源との間に接続されることにより電源供給を受け、
前記分圧回路は、前記交流定電圧源からの前記出力電圧と、前記第１の電圧と前記第２の電圧との間の電圧を出力する第３の電源と、の間の電圧を分圧することを特徴とする、
請求項１１又は１２に記載の生体電気インピーダンス測定装置。
【請求項１４】
前記交流定電圧源には、前記第３の電圧が基準電圧として供給され、
前記交流定電圧源は、前記基準電圧を基準として上下に変動する交流電圧を前記出力電圧として出力することを特徴とする、
請求項１３に記載の生体電気インピーダンス測定装置。
【請求項１５】
前記第１の電圧は、正の電圧であり、
前記第２の電圧は、負の電圧であり、
前記第３の電圧は、接地電圧であることを特徴とする、
請求項１３又は１４に記載の生体電気インピーダンス測定装置。
【請求項１６】
前記第１及び第３の電圧は、正の電圧であり、
前記第２の電圧は接地電圧であることを特徴とする、
請求項１３又は１４に記載の生体電気インピーダンス測定装置。
【請求項１７】
前記分圧回路は、
一端が前記交流定電圧源の前記出力と接続され、他端が前記演算増幅器の前記非反転入力と接続される第１の抵抗と、
一端が前記第３の電源と接続され、他端が前記演算増幅器の前記非反転入力と接続される第２の抵抗と、を有することを特徴とする、
請求項１１乃至１６のいずれか一項に記載の生体電気インピーダンス測定装置。
【請求項１８】
前記第２の抵抗は、前記第１の抵抗よりも抵抗値が大きいことを特徴とする、
請求項１７に記載の生体電気インピーダンス測定装置。
【請求項１９】
前記演算増幅器の前記反転入力と前記交流定電圧源の前記出力との間に接続される第３の抵抗を有することを特徴とする、
請求項１１乃至１８のいずれか一項に記載の生体電気インピーダンス測定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は交流定電流源及び生体電気インピーダンス測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
一般に、生体のインピーダンスを測定することで身体の組成を推定できることが知られている（非特許文献１）。この原理を利用し、身体に含まれている体脂肪量を測定する技術が確立されている。この体脂肪量測定技術では、身体の手足といった末端間のインピーダンスを四端子電極法で測定する。そして、被測定者の体重、身長、性別及び年齢などの個人身体情報と測定したインピーダンス値とから、体脂肪量を算出する。こうした体脂肪量測定技術を応用し、被測定者の体脂肪量と体重とを同時に測定する装置が広く普及している（特許文献１〜３）。
【０００３】
また、被測定者が靴下を着用したまま測定電極と接触することにより、接触インピーダンスにばらつきが生じても対応可能な体脂肪量計付き体重計が開示されている（特許文献４）。
【０００４】
以下、特許文献４で開示されている体脂肪量計付き体重計を例として、通常の生体電気インピーダンス測定装置３００について説明する。図６は、通常の生体電気インピーダンス測定装置３００の構成を示すブロック図である。通常の生体電気インピーダンス測定装置３００では、被測定者の、身長、性別、体重などの身体的データを、キースイッチなどの入力装置３１を介して入力し、記憶装置３３に記憶する。そして、制御装置３５によって、生体電気インピーダンス測定装置３００を駆動し、生体のインピーダンス値をアナログ出力する。アナログ出力は、Ａ／Ｄ変換器３６によってデジタル値に変換され、演算装置３２に取り込まれる。演算装置３２は、取り込んだ生体インピーダンス値を示すデジタル値と、記憶装置３３に記憶された身長などの身体的データと、から体内脂肪量を算出し、表示装置３４に出力する。
【０００５】
体重は、他の身体的データと異なり、容易に変動するものであるから、測定の度に入力する必要がある。よって、重量測定装置３９を設け、インピーダンスの測定の度に被測定者の体重値も測定するよう、体内脂肪量計付き体重計として構成される。
【０００６】
体内脂肪量計付き体重計は、生体電気インピーダンス測定装置３００のアナログ出力と、Ａ／Ｄ変換器３６との間に切替スイッチＳＷが設けられる。切替スイッチＳＷの他端は、重量測定装置３９のアナログ出力に接続され、切替スイッチＳＷの制御端子は、制御装置３５に接続される。まず、切替スイッチＳＷは、重量測定装置３９の出力をＡ／Ｄ変換器３６と接続する。これにより、被測定者の体重値がデジタル値に変換され、記憶装置３３にその値が記憶される。その後、切替スイッチＳＷを切り替え、インピーダンス測定部の出力をＡ／Ｄ変換器３６と接続する。これにより、生体インピーダンスの測定値がデジタル値に変換される。すなわち、重量測定装置３９とインピーダンス測定部とでＡ／Ｄ変換器を共有している。
【０００７】
なお、生体電気インピーダンス測定装置３００では、電極と生体との接触抵抗のバラツキが測定値に与える影響を除去するため、四端子法が採用されている。また、被測定者の重量を測定する電子式体重計の載台に被測定者が載ったときに、両足の爪先部のそれぞれが電極Ａ１及びＡ２と接触し、両足の踵部のそれぞれが電極Ｂ１及びＢ２と接触するように各電極が配置される。電極Ａ１及びＡ２は、周波数５０ｋＨｚで電流値が既知の測定電流Ｉ３を出力する交流定電流源４０の出力端子と接続される。電極Ｂ１及びＢ２は、差動増幅器４１と接続される。差動増幅器４１は、半波整流器３８及びローパスフィルタ３７を介して、切替スイッチＳＷと接続される。なお、差動増幅器４１、半波整流器３８及びローパスフィルタ３７は、交流電圧計を構成する。交流電圧計の測定端子、すなわち電極Ｂ１及びＢ２には、ほとんど電流が流れないように構成される。
【０００８】
次いで、交流定電流源４０について説明する。図７は、通常の生体電気インピーダンス測定装置３００の交流定電流源の構成を示すブロック図である。交流定電流源４０は、交流定電圧源５１、演算増幅器５２及び抵抗Ｒ３１で構成される。交流定電圧源５１の出力が抵抗Ｒ３１の一端に接続され、抵抗Ｒ３１の他端は演算増幅器５２の反転入力端子に接続される。反転入力端子は電極Ａ１に、演算増幅器５２の出力端子は電極Ａ２に、非反転入力端子はＧＮＤ（０Ｖ）に接続されている。演算増幅器５２の反転入力端子は、出力端子が飽和しない限りは、非反転端子と同電位であり、また、反転入力端子から演算増幅器５２内に電流が流れることはない。よって、抵抗Ｒ３１に流れる電流（測定電流Ｉ３）は、そのまま電極Ａ１に流れる。そして、測定電流Ｉ３は、生体を流れて電極Ａ２に達し、演算増幅器５２の出力端子に吸収される。交流定電圧源５１の出力電圧をＶ３０とすると、抵抗Ｒ３１の両端の電圧はＶ３０であるので、測定電流Ｉ３は、以下の式（１）で表される。
【数１】
2013128689.tif 000003
出力電圧Ｖ３０及び抵抗Ｒ３１は既知であるので、既知の測定電流Ｉ３が得られることになる。
【０００９】
通常の生体電気インピーダンス測定装置３００は、接触インピーダンスがある程度小さいこと、素足で使用することを前提に設計されている。通常の足の裏の接触インピーダンスは１ｋΩ以内であり、インピーダンス測定電流の最大値を１ｍＡ以下として設計される。交流定電圧源５１のピーク電圧を０．８Ｖとし、抵抗Ｒ３１の抵抗値を１ｋΩとすると、測定電流Ｉ３は、式（１）より、８００μＡとなる。生体インピーダンス（Ｒｓ）を５００Ω、電極Ａ１及びＡ２の接触インピーダンス（ｒＡ１及びｒＡ２）をそれぞれ１ｋΩとすると、端子間インピーダンスＲＴ３（ＲＴ３＝Ｒｓ＋ｒＡ１＋ｒＡ２）は、２．５ｋΩとなる。よって、電極Ａ２の電圧Ｖ３２は、８００μＡ×ＲＴ３＝２Ｖとなる。
【００１０】
体脂肪計は、持ち運びを前提に作られている場合が多く、主に電池で回路を駆動している。そのため回路電圧は、±５Ｖ程度に限られている。定電流源に使用される演算増幅器
の出力端子の電圧も、その範囲内である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１１】
【特許文献１】特公平５−４９０５０号公報
【特許文献２】特開平７−５１２４２号公報
【特許文献３】米国特許第４００８７２１号明細書
【特許文献４】特開平１１−１１３８７２号公報
【特許文献５】特開平６−２７７１９１号公報
【非特許文献】
【００１２】
【非特許文献１】Henry C Lukaski et al., "Assessment of fat-free mass using bioelectrical impedance measurement of the human body", The American Journal of Clinical Nutrition, 41, April 1985, pp810-817.
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
家庭用などの通常の生体電気インピーダンス測定装置は、例えば、乾電池３〜４本で動作するのが一般的である。しかし、世界的なエコロジーの観点からは乾電池を減らすことが望ましいため、より低電力で生体電気インピーダンス測定装置を動作させる要求が高まっている。乾電池の本数を減らすためには、より低電圧で回路を動作させる必要がある。
【００１４】
ところが、通常の生体電気インピーダンス測定装置３００では、交流定電流源の正電源と負電源との間の電源電圧の低電圧化が出来ないという問題がある。以下、その理由について説明する。生体電気インピーダンス測定装置３００では、演算増幅器５２の出力電圧である電圧Ｖ３２が演算増幅器５２の非反転端子に印加した固定電圧を中心として変化することで、被検体に電流が流れる。よって、電源電圧を（固定電圧＋ＲＴ３×Ｉ３）以下まで低下させると、演算増幅器５２の出力が飽和してしまう。その結果、正確な生体インピーダンスを測定することができなくなる。
【００１５】
上述のように、家庭用の体重・生体インピーダンス測定装置が被検体に流す電流としては、インピーダンスの線形性に対する影響が無い、周波数５０ｋＨｚ、振幅８００μＡの電流が用いられる（例えば、特許文献５）。図８は、通常の生体電気インピーダンス測定装置３００において電極Ａ１と電極Ａ２との間の被検体に流れる振幅８００μＡの電流波形を示す波形図である。測定電流Ｉ３は、以下の式（２）で表される。
【数２】
2013128689.tif 000004
【００１６】
図９は、通常の生体電気インピーダンス測定装置３００において端子間インピーダンスＲＴ３を２．５ｋΩとして振幅８００μＡの電流を流した場合の電圧波形を示す波形図である。電極Ａ１の電圧をＶ３１、電極Ａ２の電圧をＶ３２とすれば、電圧Ｖ３１は演算増幅器５２の非反転端子と仮想接地であるため、以下の式（３）で表される。
【数３】
2013128689.tif 000005
【００１７】
電圧Ｖ３２は、交流定電圧源の出力電圧Ｖ３０と、抵抗Ｒ３１と、端子間インピーダンスＲＴ３から、以下の式（４）で表される。
【数４】
2013128689.tif 000006
【００１８】
よって、式（４）で示すように、演算増幅器５２の出力ダイナミックレンジは４Ｖｐ−ｐ以上必要となり、電源電圧を４Ｖ以下とすることはできない。乾電池１本の電圧を１．５Ｖとすると、少なくとも３本の乾電池を直列接続して用いる必要がある。また、通常の生体電気インピーダンス測定装置３００内の回路における電圧ドロップなどを考慮すると、確実に演算増幅器５２の出力ダイナミックレンジ（４Ｖｐ−ｐ）を確保しようとすると、４本以上の乾電池が必要となってしまう。
【課題を解決するための手段】
【００１９】
本発明の一態様である交流定電流源は、反転入力が電気的に浮遊した測定対象物に接触する第１の電極と接続され、出力が前記測定対象物に接触する第２の電極と接続される演算増幅器と、出力が前記第１の電極と接続される交流定電圧源と、前記交流定電圧源からの出力電圧を分圧した電圧を、前記演算増幅器の非反転入力に出力する分圧回路と、を備えるものである。本発明の一態様である交流定電流源は、演算増幅器の出力の電圧振幅を抑制することができるので、電源電圧を低減することができる。
【００２０】
本発明の一態様である生体電気インピーダンス測定装置は、電気的に浮遊した生体に接触する第１乃至第４の電極と、前記第１の電極と前記第２の電極との間の前記生体に電流を流す交流定電流源と、前記第３の電極と前記第４の電極との間の前記生体の電圧を測定する交流電圧計と、前記電流及び測定した前記電圧から、前記生体のインピーダンスを算出するインピーダンス算出部と、を備え、前記交流定電流源は、反転入力が前記第１の電極と接続され、出力が前記第２の電極と接続される演算増幅器と、出力が前記第１の電極と接続される交流定電圧源と、前記交流定電圧源からの出力電圧を分圧した電圧を、前記演算増幅器の非反転入力に出力する分圧回路と、を備えるものである。本発明の一態様である生体電気インピーダンス測定装置は、演算増幅器の出力の電圧振幅を抑制することができるので、電源電圧を低減することができる。
【発明の効果】
【００２１】
本発明によれば、電気的に浮遊した測定対象物に電流を供給する際の交流定電流源の電圧振幅を抑制し、電源の低電圧化が可能な交流定電流源及び生体電気インピーダンス測定装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２２】
【図１】実施の形態１にかかる生体電気インピーダンス測定装置１００の構成を模式的に示す回路図である。
【図２】実施の形態１にかかる生体電気インピーダンス測定装置の抵抗Ｒ２及びＲ３の抵抗比と電圧Ｖ１２の振幅との関係を示すグラフである。
【図３】実施の形態１にかかる生体電気インピーダンス測定装置１００においてＲ２：Ｒ３＝１：９かつ端子間インピーダンスＲＴを２．５ｋΩとした場合の電圧Ｖ１１及びＶ１２の出力波形を示す波形図である。
【図４】実施の形態２にかかる生体電気インピーダンス測定装置２００の構成を模式的に示す回路図である。
【図５】実施の形態２にかかる生体電気インピーダンス測定装置２００においてＲ２：Ｒ３＝１：９かつ端子間インピーダンスＲＴを２．５ｋΩとした場合の電圧Ｖ２１及びＶ２２の出力波形を示す波形図である。
【図６】通常の生体電気インピーダンス測定装置３００の構成を示すブロック図である。
【図７】通常の生体電気インピーダンス測定装置３００の交流定電流源の構成を示すブロック図である。
【図８】通常の生体電気インピーダンス測定装置３００において電極Ａ１と電極Ａ２との間の被検体に流れる振幅８００μＡの電流波形を示す波形図である。
【図９】通常の生体電気インピーダンス測定装置３００において端子間インピーダンスＲＴ３を２．５ｋΩとして振幅８００μＡの電流を流した場合の電圧波形を示す波形図である。
【発明を実施するための形態】
【００２３】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。各図面においては、同一要素には同一の符号が付されており、必要に応じて重複説明は省略される。
【００２４】
実施の形態１
まず、本発明の実施の形態１にかかる生体電気インピーダンス測定装置１００について説明する。図１は、実施の形態１にかかる生体電気インピーダンス測定装置１００の構成を模式的に示す回路図である。図１に示すように、生体電気インピーダンス測定装置１００は、電流供給用電極Ｅ１及びＥ２、電圧測定用電極Ｅ３及びＥ４、交流電圧計１、制御装置２、演算装置３、表示装置４、記憶装置５、入力装置６及び交流定電流源１０を有する。
【００２５】
生体電気インピーダンス測定装置の測定対象物は、生体である。なお、測定対象物である生体は、電気的に浮遊した状態である。つまり、生体電気インピーダンス測定装置は、電気的に浮遊した生体の生体電気インピーダンスを、四端子法を用いて測定する装置である。以下、生体の一例として、人体の生体電気インピーダンスを測定する場合について説明する。
【００２６】
生体電気インピーダンス測定装置１００は、電極（電流供給用電極Ｅ１及びＥ２、電圧測定用電極Ｅ３及びＥ４）と生体との接触抵抗のバラツキによる測定値への影響を除去するため、四端子法を採用している。例えば、被測定者の重量を測定する電子式体重計の載台に被測定者が載ったとき、両足の爪先部のそれぞれと接触するように、電流供給用電極Ｅ１及びＥ２が配置される。また、両足の踵部のそれぞれと接触するように、電圧測定用電極Ｅ３及びＥ４が配置される。
【００２７】
制御装置２は、交流定電流源１０を駆動し、電流供給用電極Ｅ１と電流供給用電極Ｅ２との間の被測定者に、測定電流Ｉ１を供給する。図１では、被測定者である生体の抵抗Ｒｓ、電流供給用電極Ｅ１の接触抵抗ＲＥ１及び電流供給用電極Ｅ２の接触抵抗ＲＥ２を、まとめて端子間インピーダンスＲＴと表示している。
【００２８】
交流電圧計１は、制御装置２からの指令により、電圧測定用電極Ｅ３と電圧測定用電極Ｅ４との間の電圧を測定する。測定した電圧値の情報は、制御装置２に出力される。なお、交流電圧計１の測定端子間はハイインピーダンス状態であり、電流はほとんど流れない。すなわち電圧測定用電極Ｅ３と電圧測定用電極Ｅ４との間には、ほとんど電流が流れない。これにより、生体電気インピーダンスを正確に測定することが可能となる。
【００２９】
制御装置２は、測定した電圧値の情報を、演算装置３に出力する。なお、測定に先立ち、記憶装置５には、入力装置６を介して入力される被測定者の身長、性別、体重などの身体的特徴を示すデータが記憶されている。入力装置６は、例えばキースイッチなどを用いることができる。
【００３０】
演算装置３は、測定した電圧値、生体に流す電流値及び記憶装置５から読み出した身体的特徴を示すデータと、を用いて、体内脂肪量を算出する。そして、演算装置３は、算出した体内脂肪量の情報を、表示装置４に出力する。これにより、表示装置４は、例えばモニタ上に、被測定者が視認可能な状態で体内脂肪量を表示する。
【００３１】
上述のように、制御装置２、演算装置３及び記憶装置５は、交流電圧計１の測定電圧、生体に流す電流値及び記憶装置５に記憶されている情報を用いて、生体電気インピーダンを協働して算出する。すなわち、制御装置２、演算装置３及び記憶装置５は、一体としてインピーダンス算出部７を構成する。
【００３２】
交流定電流源１０は、本実施の形態では、被測定者に対し、周波数５０ｋＨｚ、最大振幅１．０Ｖ（−１．０〜＋１．０Ｖ）、電流値８００μＡの測定電流Ｉ１を出力する。以下、交流定電流源１０の構成について説明する。交流定電流源１０は、交流定電圧源１１、演算増幅器１２、分圧回路１３及び抵抗Ｒ１を有する。
【００３３】
交流定電圧源１１は、所定の周波数（５０ｋＨｚ）及び振幅（１．０Ｖ）を有する出力電圧Ｖ１０を出力する。交流定電圧源１１には、正電源から正電源電圧Ｖｃｃが供給され、負電源から負電源電圧−Ｖｃｃが供給されることにより、電源供給を受ける。また、出力電圧Ｖ１０の基準電圧として、接地電圧電源から接地電圧が供給される。なお、本実施の形態では、Ｖｃｃ＝１．２Ｖであり、−Ｖｃｃ＝−１．２Ｖである。よって、出力電圧Ｖ１０は、±１．０Ｖの範囲で変動する交流電圧である。
【００３４】
抵抗Ｒ１は、交流定電圧源１１と演算増幅器１２の反転入力との間に接続される。また、演算増幅器１２の反転入力は、電流供給用電極Ｅ１と接続される。以下、演算増幅器１２の反転入力に現れる電圧を、電圧Ｖ１１とする。
【００３５】
演算増幅器１２の出力は、電流供給用電極Ｅ２と接続される。演算増幅器１２には、正電源から正電源電圧Ｖｃｃが供給され、負電源から負電源電圧−Ｖｃｃが供給される。よって、演算増幅器１２の出力の電圧Ｖ１２は、−Ｖｃｃ〜Ｖｃｃの間で変動することができる。
【００３６】
分圧回路１３は、交流定電圧源１１と接地電圧電源との間に接続され、出力電圧Ｖ１０を分圧した電圧を演算増幅器１２の非反転入力に出力する。分圧回路１３は、抵抗Ｒ２及びＲ３を有する。抵抗Ｒ２及びＲ３は、交流定電圧源１１と接地電圧電源との間に、この順で直列接続される。抵抗Ｒ２と抵抗Ｒ３との間の接続点は、演算増幅器１２の非反転入力と接続される。
【００３７】
続いて、生体電気インピーダンス測定装置１００の動作について説明する。演算増幅器１２の反転入力、すなわち電流供給用電極Ｅ１の電圧Ｖ１１は、以下の式（５）で表される。なお、抵抗Ｒ２の抵抗値をＲとし、抵抗Ｒ３の抵抗値をｎＲとする。
【数５】
2013128689.tif 000007
【００３８】
また、演算増幅器１２の出力、すなわち電流供給用電極Ｅ２の電圧Ｖ１２は、以下の式（６）で表される。
【数６】
2013128689.tif 000008
但し、式（６）において、ＲＥ１は電流供給用電極Ｅ１の接触抵抗を表し、ＲＥ２は電流供給用電極Ｅ２の接触抵抗を表す。また、端子間インピーダンスＲＴは、被測定者の抵抗Ｒｓ、電流供給用電極Ｅ１の接触抵抗ＲＥ１及び電流供給用電極Ｅ２の接触抵抗ＲＥ２の和を表す。
【００３９】
ここで、端子間インピーダンスＲＴを２．５ｋΩとする。また、交流定電圧源１１の出力電圧Ｖ１０の中心値を０Ｖとすると、周波数は５０ｋＨｚ、振幅は１．０であるので、出力電圧Ｖ１０は、以下の式（７）で表される。
【数７】
2013128689.tif 000009
【００４０】
また、測定電流Ｉ１の電流振幅は８００μＡ（８００×１０−６Ａ）であるので、抵抗Ｒ１の抵抗値は１２５Ωとなる。このとき、測定電流Ｉ１は、以下の式（８）で表される。
【数８】
2013128689.tif 000010
【００４１】
式（５）に式（７）を代入し、以下の式（９）が得られる。
【数９】
2013128689.tif 000011
【００４２】
式（６）に式（８）及び（９）を代入し、以下の式（１０）が得られる。
【数１０】
2013128689.tif 000012
【００４３】
図２は、実施の形態１にかかる生体電気インピーダンス測定装置の抵抗Ｒ２及びＲ３の抵抗比と電圧Ｖ１２の振幅との関係を示すグラフである。図２に示すように、抵抗Ｒ２と抵抗Ｒ３との抵抗比を調整することで、演算増幅器１２の出力電圧である電圧Ｖ１２のダイナミックレンジを調整することができる。図２に示すように、抵抗Ｒ２と抵抗Ｒ３との抵抗比を大きくすることにより、具体的には抵抗Ｒ３の抵抗値を抵抗Ｒ２の抵抗値よりも大きくすることにより、演算増幅器１２の出力電圧である電圧Ｖ１２のダイナミックレンジを小さくすることができる。電源として、電圧１．５Ｖの乾電池を２本直列に接続して使用する場合を想定する場合、内部回路により電圧ドロップを考慮すると、演算増幅器１２のダイナミックレンジは２．４Ｖ以内に抑える必要がある。よって、ｎ≧５とすることにより、電圧Ｖ１２の電圧振幅を２．４Ｖｐ−ｐ以内に収めることが可能となる。
【００４４】
続いて、抵抗Ｒ２と抵抗Ｒ３との抵抗比として、Ｒ２：Ｒ３＝１：９（１ｋΩ：９ｋΩ）、すなわちｎ＝９とした場合について説明する。この場合、式（９）及び（１０）より、電圧Ｖ１１及びＶ１２は、それぞれ以下の式（１１）及び（１２）で表される。
【数１１】
2013128689.tif 000013
【数１２】
2013128689.tif 000014
【００４５】
図３は、実施の形態１にかかる生体電気インピーダンス測定装置１００においてＲ２：Ｒ３＝１：９かつ端子間インピーダンスＲＴを２．５ｋΩとした場合の電圧Ｖ１１及びＶ１２の出力波形を示す波形図である。すなわち、図３は、上述の式（１１）及び（１２）をグラフ化したものである。本実施の形態にかかる測定電流Ｉ１（式（８））と、通常の生体電気インピーダンス測定装置にかかる測定電流Ｉ３（式（２））とは、被測定者に流す交流電流は同じあるため、同一の式で表わされる。
【００４６】
ここで、本実施の形態にかかる電圧Ｖ１１及びＶ１２と、通常の生体電気インピーダンス測定装置３００にかかる電圧Ｖ３１及びＶ３２と、の差異について検討する。本実施の形態は、交流電流出力用の演算増幅器１２に差動で変化する信号を入力する。これにより、本実施の形態は、通常の生体電気インピーダンス測定装置と比べて、波形は相似しているものの、ダイナミックレンジを５５％（１．１／２．０）程度に抑制することができる。
【００４７】
よって、電流供給用電極Ｅ１と電流供給用電極Ｅ２との間の電圧を（固定電圧＋ＲＴ×Ｉ１）以下まで下げると、演算増幅器の出力が飽和してしまい、正確な生体電気インピーダンスの測定ができなくなる問題を回避することできる。
【００４８】
すなわち、交流定電流源内において、交流電流出力用の演算増幅器の非反転入力へ抵抗分圧回路を介した交流定電圧信号を入力することで、電源電圧を通常の生体電気インピーダンス測定装置に対して５５％まで下げても、正確な生体インピーダンスの測定に必要な８００ｕＡの測定電流を確保することが可能となる。その結果、生体電気インピーダンス測定装置の駆動電圧を低電圧化することができる。
【００４９】
換言すると、ｎ＝９の場合には、出力電圧ダイナミックレンジは４Ｖｐ−ｐから２．２Ｖｐ−ｐまで下げることができる。つまり、正電源電圧Ｖｃｃと負電源電圧−Ｖｃｃとの間の電源電圧も４Ｖ（Ｖｃｃ＝＋２．０Ｖ、−Ｖｃｃ＝−２．０Ｖ）から２．２Ｖ（Ｖｃｃ＝＋１．１Ｖ、−Ｖｃｃ＝−１．１Ｖ）に下げることが可能となる。電源電圧を下げることが可能となることにより、生体電気インピーダンス測定装置の電源として通常は乾電池が３〜４本必要だったのに対し、生体電気インピーダンス測定装置１００及び交流定電流源１０を用いることにより、乾電池の個数を２個以下に抑制することが可能となる。
【００５０】
上述のように、交流定電流源１０は、電源電圧を下げることが可能である。従って、交流定電流源１０を生体電気インピーダンス測定装置以外の装置やシステムに組み込むことは、低電圧化の観点から有利であることはいうまでもない。
【００５１】
実施の形態２
次に、本発明の実施の形態２にかかる生体電気インピーダンス測定装置２００について説明する。図４は、実施の形態２にかかる生体電気インピーダンス測定装置２００の構成を模式的に示す回路図である。生体電気インピーダンス測定装置２００は、実施の形態１にかかる生体電気インピーダンス測定装置１００の交流定電流源１０を、交流定電流源２０に置換した構成を有する。
【００５２】
交流定電流源２０は、交流定電流源１０と同様に、交流定電圧源１１、演算増幅器１２、分圧回路１３及び抵抗Ｒ１を有する。但し、交流定電流源２０は、交流定電流源１０と比べ、各要素の接続及び電源供給が異なる。
【００５３】
交流定電圧源１１は、所定の周波数（５０ｋＨｚ）及び振幅（１．０Ｖ）を有する出力電圧Ｖ２０を出力する。交流定電圧源１１には、正電源電圧Ｖｃｃを出力する第１の正電源と接地電圧電との間に接続されることにより、電源供給を受ける。また、出力電圧Ｖ２０の基準電圧として、第２の正電源から電圧Ｖｃｃ／２が供給される。なお、本実施の形態では、Ｖｃｃ＝２．４Ｖであり、Ｖｃｃ／２＝１．２Ｖである。よって、出力電圧Ｖ２０は、１．２±１．０Ｖの範囲で変動する交流電圧である。
【００５４】
演算増幅器１２は、正電源電圧Ｖｃｃ（２．４Ｖ）を出力する正電源と接地電圧電源（０Ｖ）との間に接続されることで、電源供給を受ける。よって、演算増幅器１２の出力の電圧Ｖ２２は、０〜２．４Ｖの間で変動することができる。
【００５５】
分圧回路１３は、交流定電圧源１１と電圧Ｖｃｃ／２（１．２Ｖ）を出力する第２の正電源との間に接続され、出力電圧Ｖ２０と電圧Ｖｃｃ／２（１．２Ｖ）との間の電圧を分圧した電圧を演算増幅器１２の非反転入力に出力する。すなわち、抵抗Ｒ３の一端は、電圧Ｖｃｃ／２（１．２Ｖ）を出力する第２の正電源と接続される。交流定電流源２０のその他の構成については、交流定電流源１０と同様であるので、説明を省略する。
【００５６】
続いて、生体電気インピーダンス測定装置２００の動作について説明する。ここで、実施の形態１と同様に、端子間インピーダンスＲＴを２．５ｋΩとする。測定電流Ｉ２の電流振幅を８００μＡとする。
【００５７】
このとき、測定電流Ｉ２は、上述の式（８）と同様に、以下の式（１３）で表される。
【数１３】
2013128689.tif 000015
【００５８】
抵抗Ｒ２の抵抗値をＲとし、抵抗Ｒ３の抵抗値をｎＲとすると、電圧Ｖ２１及び電圧Ｖ２２は、それぞれ式（１４）及び（１５）で表される。
【数１４】
2013128689.tif 000016
【数１５】
2013128689.tif 000017
【００５９】
ここで、Ｒ２：Ｒ３＝１：９（１ｋΩ：９ｋΩ）とすると、電圧Ｖ２１及び電圧Ｖ２２は、それぞれ式（１４）及び（１５）より、それぞれ式（１６）及び（１７）で表される。
【数１６】
2013128689.tif 000018
【数１７】
2013128689.tif 000019
【００６０】
図５は、実施の形態２にかかる生体電気インピーダンス測定装置２００においてＲ２：Ｒ３＝１：９かつ端子間インピーダンスＲＴを２．５ｋΩとした場合の電圧Ｖ２１及びＶ２２の出力波形を示す波形図である。すなわち、図５は、上述の式（１６）及び（１７）をグラフ化したものである。
【００６１】
本実施の形態では、式（１６）及び（１７）で示すように、交流定電流源２０の出力電圧、すなわち電圧Ｖ２１及びＶ２２は０．１〜２．３Ｖの間で変動する。つまり、電圧Ｖ２１及びＶ２２は、負の値を取ることがない。よって、生体電気インピーダンス測定装置２００の交流定電流源２０では、負電源（電圧−Ｖｃｃ）を用いる必要がない。
【００６２】
よって、生体電気インピーダンス測定装置２００及び交流定電流源２０によれば、分圧回路１３の抵抗の抵抗比を適切に設定することにより、交流定電流源において負電源回路を用いずに済む。これにより、生体電気インピーダンス測定装置を単一電源のみで動作させることが可能となる。
【００６３】
よって、本実施の形態にかかる生体電気インピーダンス測定装置２００及び交流定電流源２０によれば、生体電気インピーダンス測定装置１００と比べて、負電源回路を用いることなく、生体電気インピーダンスの測定が可能となる。よって、生体電気インピーダンス測定装置の構成を簡素化することができ、より低コストで生体電気インピーダンス測定装置を実現できる。
【００６４】
上述のように、交流定電流源２０は、電源電圧を下げることが可能である。従って、交流定電流源１０と同様に、交流定電流源２０を生体電気インピーダンス測定装置以外の装置やシステムに組み込むことは、低電圧化の観点から有利であることはいうまでもない。
【００６５】
その他の実施の形態
なお、本発明は上記実施の形態に限られたものではなく、趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更することが可能である。例えば、上述の実施の形態においては、電源に用いる乾電池の数を減らすことが可能であるので、生体電気インピーダンス測定装置を小型することが可能である。例えば、手持ち式の体脂肪量計（例えば、特許文献２）などに生体電気インピーダンス測定装置が搭載される場合には、生体電気インピーダンス測定装置の小型化は製造コスト低減及び軽量化の観点から有利である。
【００６６】
上述の実施の形態では、測定対象物として人体を例に説明したが、人体以外の動物を測定対象物とすることも可能である。また、電気的に浮遊しているのであれば、生体以外の測定対象物にも、上述の実施の形態にかかる交流定電流源及び生体電気インピーダンス測定装置を適用することも可能である。
【符号の説明】
【００６７】
１  交流電圧計
２  制御装置
３  演算装置
４  表示装置
５  記憶装置
６  入力装置
７  インピーダンス算出部
１０、２０  交流定電流源
１１  交流定電圧源
１２  演算増幅器
３１  入力装置
３２  演算装置
３３  記憶装置
３４  表示装置
３５  制御装置
３６  Ａ／Ｄ変換器
３７  ローパスフィルタ
３８  半波整流器
３９  重量測定装置
４０  交流定電流源
４１  差動増幅器
５１  交流定電圧源
５２  演算増幅器
１００、２００  生体電気インピーダンス測定装置
３００  通常の生体電気インピーダンス測定装置
Ａ１、Ａ２、Ｂ１、Ｂ２  電極
Ｅ１、Ｅ２  電流供給用電極
Ｅ３、Ｅ４  電圧測定用電極
Ｉ１〜Ｉ３  測定電流
Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３、Ｒ３１  抵抗
ＲＴ、ＲＴ３  端子間インピーダンス
【図１】
2013128689.tif 000020
【図２】
2013128689.tif 000021
【図３】
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【図４】
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【図５】
2013128689.tif 000024
【図６】
2013128689.tif 000025
【図７】
2013128689.tif 000026
【図８】
2013128689.tif 000027
【図９】
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